坐股韌帶重建穩(wěn)定機(jī)制三維有限元分析及其生物力學(xué)意義.pdf

1、一、研究目的：附著于髖關(guān)節(jié)骨結(jié)構(gòu)的關(guān)節(jié)囊韌帶有助于限制股骨頭相對(duì)于髖臼的位移,而可允許復(fù)雜的旋轉(zhuǎn)和平面運(yùn)動(dòng)組合,盡管這個(gè)重要的功能,髖關(guān)節(jié)囊韌帶經(jīng)常在用來(lái)治療骨性關(guān)節(jié)炎的全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)(THA)以及用來(lái)治療關(guān)節(jié)囊內(nèi)移位骨折的半髖關(guān)節(jié)置換術(shù)中被部分或全部切除.本研究通過(guò)計(jì)算機(jī)三維有限元分析從仿真學(xué)角度模擬THA術(shù)后髖關(guān)節(jié)脫位來(lái)驗(yàn)證和考察THA術(shù)后假體脫位的生物力學(xué)機(jī)制以及髖關(guān)節(jié)囊韌帶重建對(duì)THA術(shù)后髖關(guān)節(jié)穩(wěn)定的作用及其生物力學(xué)機(jī)理.主要包

2、括: 1、髖關(guān)節(jié)三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,探討髖關(guān)節(jié)生物力學(xué)特性并為構(gòu)建髖關(guān)節(jié)周圍韌帶提供定量的空間基礎(chǔ)以及模擬THA提供基礎(chǔ)模型. 2、人工髖關(guān)節(jié)假體三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,并模擬THA與髖關(guān)節(jié)進(jìn)行裝配,進(jìn)一步探討其生物力學(xué)意義. 3、坐股韌帶重建三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,探討其相關(guān)的生物力學(xué)意義,驗(yàn)證該模型的可行性及可靠性. 4、包括坐股韌帶重建的THA術(shù)后假體脫

3、位過(guò)程三維有限元分析,并與僅有金屬模型進(jìn)行比較探討關(guān)節(jié)囊韌帶重建對(duì)髖關(guān)節(jié)的穩(wěn)定機(jī)制. 二、材料和方法：1、髖關(guān)節(jié)三維有限元模型構(gòu)建及有限元分析.模型構(gòu)建分3個(gè)步驟完成:①獲取CT圖象:對(duì)一具濕髖關(guān)節(jié)(女,49歲)進(jìn)行CT斷層成像,每1mm層厚掃面一次,所得圖象直接存入CT機(jī),刻錄光盤,獲取表示髖關(guān)節(jié)每層橫截面的圖象.②處理CT圖象:將髖關(guān)節(jié)CT掃面圖象以DICOM格式存入計(jì)算機(jī),按照掃面的順序逐張?zhí)幚砻恳粡圕T圖象,去除圖象中骨

4、骼周圍的軟組織,得到處理后的髖關(guān)節(jié)每一斷層CT圖象.③重建CT圖象:選取圖象左邊標(biāo)尺的上端點(diǎn)為第一基準(zhǔn)點(diǎn),下端點(diǎn)為第二基準(zhǔn)點(diǎn),使每一層的兩基準(zhǔn)點(diǎn)嚴(yán)格保持一致;以髖關(guān)節(jié)的近端為Z軸正方向,遠(yuǎn)端為負(fù)方向:計(jì)算圖象中各像素點(diǎn)間的灰度值"梯度"確定圖象的輪廓,對(duì)每層圖象進(jìn)行處理,提取髖臼及股骨近端外表面和內(nèi)表面的一系列關(guān)鍵點(diǎn),連接輪廓點(diǎn)得到表示髖關(guān)節(jié)形狀的內(nèi)、外輪廓線,導(dǎo)入三維有限元模型構(gòu)建軟件中進(jìn)行重建.單元屬性設(shè)定應(yīng)變率為0.01,泊松比為

5、0.3.三維有限元分析采用有限元分析軟件SolidWorks2006進(jìn)行,網(wǎng)格劃分采用三維十結(jié)點(diǎn)四面體實(shí)體單元. 2、人工髖關(guān)節(jié)假體三維有限元模型的構(gòu)建及有限元分析利用有限元分析軟件SolidWorks 2006SP0.0進(jìn)行,建模之前根據(jù)假體的工程圖特征先將全髖假體拆分成4部分,即鈦金屬髖臼杯、聚乙烯內(nèi)襯、股骨頭、股骨柄.分別分析各個(gè)部分的結(jié)構(gòu)特征,將外形結(jié)構(gòu)輸入到有限元軟件中,生成體積,構(gòu)建出零件的三維實(shí)體模型.將所構(gòu)建的零

6、件按假體的整體特征進(jìn)行裝配,獲取一組非商業(yè)性質(zhì)的人工全髖假體三維有限元模型.將所構(gòu)建模型輸入COSMOSWorks2006軟件進(jìn)行網(wǎng)格劃分,采用完全程序自動(dòng)劃分方法.模擬人體坐位腿交叉動(dòng)作過(guò)程,分析假體脫位過(guò)程的角活動(dòng)度和相應(yīng)的假體應(yīng)力場(chǎng)分布情況. 3、坐股韌帶重建三維有限元模型的構(gòu)建:選擇多重獨(dú)立連接界面來(lái)構(gòu)建髖關(guān)節(jié)囊韌帶.坐股韌帶被定位在適當(dāng)?shù)慕馄手亟ㄖ裹c(diǎn)處,骨結(jié)構(gòu)的詳細(xì)解剖特性均來(lái)自于上述的CT數(shù)據(jù)及由其構(gòu)建的髖關(guān)節(jié)骨解剖

7、結(jié)構(gòu)有限元模型,劃分的有限元網(wǎng)格為建立關(guān)節(jié)囊韌帶附著區(qū)域提供定量的空間基礎(chǔ).在計(jì)算模型中,關(guān)節(jié)囊韌帶的準(zhǔn)確定位是借助于共同的參考點(diǎn)而完成的.開(kāi)始的幾何材料測(cè)量來(lái)自于Hewitt的實(shí)驗(yàn)工作,關(guān)節(jié)囊韌帶以實(shí)驗(yàn)依據(jù)的材料特性進(jìn)行六面體連接單元網(wǎng)格劃分.對(duì)于不同高彈性材料模型,在關(guān)節(jié)囊韌帶擬合實(shí)驗(yàn)應(yīng)力-應(yīng)變曲線方面,選擇高彈性模型操作. 4、髖關(guān)節(jié)囊韌帶重建生物力學(xué)有限元分析.在以上幾步實(shí)驗(yàn)的基礎(chǔ)上,將模型導(dǎo)入有限元分析軟件ABAQUS

8、6.6及COSMOS Works2006模擬坐位腿交叉動(dòng)作載荷,計(jì)算通過(guò)輸入一系列增加的股骨假體屈曲內(nèi)收角位移來(lái)運(yùn)行,屈曲和內(nèi)收比為2:1.同時(shí),髖臼承受由髖部肌肉收縮力經(jīng)股骨頭傳導(dǎo)的應(yīng)力沖擊,942N關(guān)節(jié)接觸合力通過(guò)位于股骨頭中心的Bezier面實(shí)體參考結(jié)點(diǎn)進(jìn)行加載,載荷的方向模擬步態(tài)周期髖關(guān)節(jié)峰載荷,于額狀面內(nèi)與垂直軸位22.5°的后中方向.以屈曲:內(nèi)收2:1的比率,模型連續(xù)操作直到有限元計(jì)算當(dāng)接觸合力離開(kāi)指定的杯載荷負(fù)重面產(chǎn)生數(shù)值

9、不穩(wěn)定而終止,即當(dāng)髖臼合阻力矢量活動(dòng)方向從負(fù)重面移向內(nèi)襯唇斜面的時(shí)刻,預(yù)示著脫位.在這個(gè)時(shí)點(diǎn)上,計(jì)算變成數(shù)字不穩(wěn)定,這個(gè)狀態(tài)可能意味著生理的頭開(kāi)始無(wú)限制的自由向外滑出凹面.計(jì)算獲取假體脫位過(guò)程的角活動(dòng)度和相應(yīng)的阻力矩值以及假體界面產(chǎn)生的von Mises應(yīng)力值分布情況,并對(duì)結(jié)果進(jìn)行歸納分析. 三、結(jié)果 經(jīng)建模后得到了在體髖關(guān)節(jié)三維有限元模型、右側(cè)髖關(guān)節(jié)三維有限元模型、人工髖關(guān)節(jié)假體三維有限元模型;在髖關(guān)節(jié)三維有限元模型模

10、擬THA、關(guān)節(jié)囊韌帶(坐股韌帶)重建三維模擬的基礎(chǔ)上進(jìn)行計(jì)算,得出人體坐位腿交叉動(dòng)作載荷下,假體脫位動(dòng)態(tài)過(guò)程中各個(gè)工況下Yon Mises應(yīng)力結(jié)果:僅金屬模型情況下股骨屈曲90°時(shí)關(guān)節(jié)面最大主應(yīng)力值為5.045 Mpa,屈曲92.5°時(shí)最大主應(yīng)力值為5.540 Mpa,屈曲95°時(shí)為6.280 Mpa,屈曲97.5°時(shí)為6.362 Mpa,屈曲100°時(shí)為7.480 Mpa;而增加坐股韌帶重建的THA脫位模型分別為4.676 Mpa,5

11、.579 Mpa,6.986Mpa,7.293Mpa, 18.819Mpa.動(dòng)態(tài)過(guò)程中杯中心的股骨阻力矩值在僅金屬模型股骨屈曲90°為0.2 N.m,屈曲92.5°時(shí)為0.5N.m,屈曲95°時(shí)為0.7N.m,屈曲97.5°時(shí)為O.6N.m,屈曲100°時(shí)為0.7N.111,屈曲102.5°時(shí)為0.75N.m,屈曲105°時(shí)為7.75N.m,屈曲107.5°時(shí)為11.25N.m,屈曲110°時(shí)為11.5N.m,屈曲112.5°時(shí)為10.

12、5N.m,屈曲115°時(shí)為9.3N.m,屈曲117.5°時(shí)為8.1N.m,屈曲120°時(shí)為5.2N.m,屈曲122.5°時(shí)為3.8N.m,屈曲125°時(shí)為0.6N.m,而增加坐股韌帶重建的全髖脫位模型分別為7.5N.m,7.2N.m,7.6N.m,7.9N.m,7.8N.m,8.3N.m,13.8N.in,16.7N.m,18.1N.m,16.2N.m,14.8N.m,13.8N.m,12.3N.m,10.7N.m,7.4N.m.僅金屬

13、模型的典型阻力距輪廓包括三個(gè)明確的階段,①起始非0的基線力矩,代表超高分子聚乙烯內(nèi)襯與股骨頭之間軸承磨察(摩擦率=0.038);②從起初(阻力距輪廓小的部分)到最終完全的碰撞連接開(kāi)始(阻力矩輪廓線性增加部分);③開(kāi)始于近峰阻力矩的半脫位階段而表現(xiàn)為股骨阻力矩值的下坡,直到計(jì)算不穩(wěn)定的開(kāi)始(相應(yīng)指生理脫位).相反,在增加坐股韌帶的模型中,角運(yùn)動(dòng)輸入能夠提供更大的阻力,因?yàn)殛P(guān)節(jié)囊累積的拉緊使得整個(gè)坐位腿交叉脫位過(guò)程中的阻抗明顯增加.增加坐股

14、韌帶重建的模型和僅有金屬的模型相比降低了撞擊點(diǎn)和脫位點(diǎn)峰應(yīng)力各為17﹪、31﹪,峰阻力矩增加了57﹪,并提供了2.29倍的穩(wěn)定性(曲線下的面積).在整個(gè)實(shí)驗(yàn)中的各個(gè)工況中均能夠清楚地顯示整個(gè)整體的應(yīng)力結(jié)果、應(yīng)變結(jié)果、位移結(jié)果及變形結(jié)果.比如僅有金屬模型股骨屈曲97.5°時(shí)最小應(yīng)力值出現(xiàn)于4633號(hào)節(jié)點(diǎn),位置處于3.79582mm,-12.2788 m,-23.1805mm,力值為15878.4 N/m^2,最大應(yīng)力值出現(xiàn)于13515號(hào)節(jié)

15、點(diǎn),位置處于-26.0584mm,18.1485mm,98.9955mm,力值為6.36214e+006 N/m^2.應(yīng)變結(jié)果:最小應(yīng)變處于5905號(hào)節(jié)點(diǎn),位置處于-3.55608mm,-9.17404mm,-8.6409mm,應(yīng)變值為:6.5561e-007;最大應(yīng)變處于2560號(hào)節(jié)點(diǎn),位置處于0.816801mm,14.6763mm,-1.60733mm,應(yīng)變值為0.00146277.位移結(jié)果:最小位移處于6984號(hào)節(jié)點(diǎn),最大位移處

16、于6224號(hào)節(jié)點(diǎn),位移分布范圍:0 m～0.000876198 m.變形結(jié)果:比例因子為15.947,能夠清楚地顯示整個(gè)整體的變形結(jié)果.四、 結(jié)論：1、本實(shí)驗(yàn)構(gòu)建的三維有限元模型為系統(tǒng)地研究THA術(shù)后假體脫位生物力學(xué)機(jī)制開(kāi)辟了新的途徑:重建髖關(guān)節(jié)囊韌帶后將提供更大的靜力支持,因此也需要更大的扭轉(zhuǎn)力矩才能使假體發(fā)生撞擊和脫位:坐股韌帶作為髖關(guān)節(jié)后方關(guān)節(jié)囊一個(gè)確切的解剖結(jié)構(gòu),對(duì)后方穩(wěn)定裝置的力學(xué)完整性起到重要的作用,髖關(guān)節(jié)成型術(shù)中應(yīng)